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1、(19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 (10)申请公布号 (43)申请公布日 (21)申请号 201711200237.4 (22)申请日 2017.11.27 (71)申请人 温州医科大学附属第一医院 地址 325000 浙江省温州市瓯海区南白象 上蔡村 (72)发明人 金献测谢聪颖沈梅晓 (74)专利代理机构 温州金瓯专利事务所(普通 合伙) 33237 代理人 林岩龙 (51)Int.Cl. A61N 5/10(2006.01) (54)发明名称 一种眼部肿瘤自适应放射治疗时放疗仪器 的精准控制方法 (57)摘要 本发明涉及一种眼部肿瘤自适应放射治疗 时放疗仪器的精。
2、准控制方法， 本发明可以实现眼 部肿瘤自适应放疗时加速器的门控， 当眼部肿瘤 的位置偏离计划的位置时， 停止加速器的运行， 防止放疗射线对正常的眼部细胞产生损伤， 当眼 部肿瘤的位置回到计划的位置时， 恢复加速器的 运行， 实现对眼部肿瘤的精准放射治疗； 本发明 可以实现眼部肿瘤放射治疗时多叶光栅自动跟 踪自适应， 使多叶光栅可以根据眼部肿瘤实时的 位置进行实时跟踪调整位置， 实现对眼部肿瘤的 精准自适应放射治疗； 根据本发明所可以设计眼 部肿瘤的门控治疗系统和多叶光栅自动跟踪系 统， 用于眼部肿瘤的精确定位放射治疗， 有良好 的社会效益和经济效益， 减少放射治疗并发症， 提高患者的生活质量。。
3、 权利要求书2页 说明书5页 CN 107875526 A 2018.04.06 CN 107875526 A 1.一种眼部肿瘤自适应放射治疗时加速器的门控方法， 其特征在于， 包括以下步骤： （1） 对眼部进行CT扫描， 同时用OCT对眼球的运动情况进行连续采集， 获取眼球运动在一定 时间段内引起的位移参数， 并通过OCT与CT图像配准获取眼部肿瘤位置， 并且采集眼动引起 的EOG信号； （2） 分别采用幅度阈值法和微分法对采集的EOG信号进行识别并与OCT采集的眼球运动 方式进行联动归一协调， 通过时间加权分析， 以位移参数纵为坐标， 以时间为横坐标， 获得 在一定时间段内获得眼部肿瘤较规。
4、律的运动频率信号图， 并在运动频率信号曲线上设定位 置偏差允许阈值； （3） 当加速器控制系统运行时， 用多通道生理信号采集系统获取眼球运动的EOG信号 图， 对过信号处理获得得眼部肿瘤的实时位置信号图； （4） 将步骤二得到的运动频率信号图与步骤三得到的实时位置信号图进行比较， 判断 肿瘤位置与设定的偏差允许阈值的关系， 再将判断结果生成一个反馈信号传回加速器控制 系统， 如果该位置误差大于设定的允许误差值， 则给出加速器控制系统终止信号， 暂停出 束， 等下一个实时位置回到计划范围内时， 再恢复加速器控制系统开始运行。 2.根据权利要求1所述的眼部肿瘤放射治疗时加速器的门控方法， 其特征在。
5、于， 步骤一 中， 用OCT对眼球的运动情况进行连续采集， 获取眼球运动在一定时间段内引起的位移参 数， 并通过OCT与CT图像配准获取眼部肿瘤位置的具体过程如下： （1） 通过OCT获取眼前段组织图像， 采用基于动态规划的最短路径优化算法自动提取， 该眼前段组织包括角膜、 虹膜、 巩膜、 瞳孔、 晶状体； （2） 图像校准： 基于斯涅尔定律通过三维空间的矢量光线追迹的方法矫正三维 SD-OCT 图像的变形， 还原全眼各屈光界面真实的物理尺寸； （3） 眼前节三维重构： 根据步骤二获取的矫正后界面信息， 依次确定角膜前表面边界、 角膜后表面边界、 瞳孔、 晶状体前表面边界、 晶状体后表面边界，。
6、 将提取的上述边界界面根 据瞳孔位置进行优化配准， 图像配准后建立基于OCT成像模态的眼前节三维模型； （4） 获取眼球运动前后位移参数： 根据上述步骤三中建立的三维模型， 以初始时刻的图 像为基准， 采用图像配准算法， 获取眼球运动引起的位移参数， 位移参数采用包含平移和旋 转的六维坐标系来表示； （5） 构建三维眼球模型： 根据CT图像数据和CT图像中的肿瘤位置构建三维眼球模型； （6） 将获取的基于OCT成像模态的眼前节三维模型与基于CT图像的三维眼球模型进行 配比， 配准后建立眼前节特征结构与眼内肿瘤部位的坐标关系， 获取眼部肿瘤位置。 3.一种眼部肿瘤自适应放射治疗时多叶光栅自动跟踪。
7、的控制方法， 其特征在于， 包括 以下步骤： （1） 对眼部进行CT扫描， 同时用OCT对眼球的运动情况进行连续采集， 获取眼球 运动在一定时间段内引起的位移参数， 并通过OCT与CT图像配准获取眼部肿瘤位置， 并且采 集眼动引起的EOG信号； （2） 分别采用幅度阈值法和微分法对采集的EOG信号进行识别并与OCT采集的眼球运动 方式进行联动归一协调， 通过时间加权分析， 以位移参数纵为坐标， 以时间为横坐标， 获得 在一定时间段内获得眼部肿瘤较规律的运动频率信号图， 并在运动频率信号曲线上设定位 置偏差允许阈值； （3） 根据CT定位图像通过计划系统设计肿瘤放射治疗计划， 形成放射治疗所需要。
8、的多 权利要求书 1/2 页 2 CN 107875526 A 2 叶光栅位置； （4） 编写新的辅助多叶光栅运动排序程序， 把靶区的单向运动和形变的先验知识耦合 到叶片运动轨迹方向中， 将眼部肿瘤的运动频率图同步到多叶光栅的排序算法中， 通过限 制最大叶片速度和根据实时靶区信息变化的叶片速度来补偿靶区运动和形变进行优化； （5） 当加速器控制系统运行时， 用多通道生理信号采集系统获取眼球运动的EOG信号 图， 对过信号处理获得得眼部肿瘤的实时位置信号图； （6） 将获得的实时肿瘤位置图， 生成一个反馈信号传回加速器控制系统， 根据反馈的信 号， 通过编程改变多叶光栅叶片的运动速度， 自动对前。
9、端叶片和跟踪叶片进行信号同步， 快 速形成新的肿瘤位置情况下的多叶多栅位置。 4.根据权利要求3所述的眼部肿瘤放射治疗时多叶光栅自动跟踪自适应的控制方法， 其特征在于， 其中， 步骤一中， 用OCT对眼球的运动情况进行连续采集， 获取眼球运动在一定 时间段内引起的位移参数， 并通过OCT与CT图像配准获取眼部肿瘤位置的具体过程如下： （1） 通过OCT获取眼前段组织图像， 采用基于动态规划的最短路径优化算法自动提取， 该眼前段组织包括角膜、 虹膜、 巩膜、 瞳孔、 晶状体； （2） 图像校准： 基于斯涅尔定律通过三维空间的矢量光线追迹的方法矫正三维 SD-OCT 图像的变形， 还原全眼各屈光界。
10、面真实的物理尺寸； （3） 眼前节三维重构： 根据步骤二获取的矫正后界面信息， 依次确定角膜前表面边界、 角膜后表面边界、 瞳孔、 晶状体前表面边界、 晶状体后表面边界， 将提取的上述边界界面根 据瞳孔位置进行优化配准， 图像配准后建立基于OCT成像模态的眼前节三维模型； （4） 获取眼球运动前后位移参数： 根据上述步骤三中建立的三维模型， 以初始时刻的图 像为基准， 采用图像配准算法， 获取眼球运动引起的位移参数， 位移参数采用包含平移和旋 转的六维坐标系来表示； （5） 构建三维眼球模型： 根据CT图像数据和CT图像中的肿瘤位置构建三维眼球模型； （6） 将获取的基于OCT成像模态的眼前节。
11、三维模型与基于CT图像的三维眼球模型进行 配比， 配准后建立眼前节特征结构与眼内肿瘤部位的坐标关系， 获取眼部肿瘤位置。 权利要求书 2/2 页 3 CN 107875526 A 3 一种眼部肿瘤自适应放射治疗时放疗仪器的精准控制方法 技术领域 0001 本发明涉及一种眼部肿瘤自适应放射治疗时放疗仪器的精准控制方法。 背景技术 0002 放射治疗是对眼部肿瘤的重要手段之一， 尤其是针对如脉络膜黑素瘤， 视网膜神 经胶质瘤， 小儿横纹肌肉瘤， 眼内淋巴瘤及葡萄膜黑素瘤等肿瘤。 通过精确的外照射放射技 术给予肿瘤靶区足够大的放射剂量， 并在肿瘤外周通过陡峭的剂量梯度规避周边的正常组 织 （视神经，。
12、 斑点， 睫状体和晶体） 受损伤， 提高肿瘤靶区的精确放射， 从而有效地保护眼部 肿瘤病人的视力和眼球的正常功能。 0003 然而人体眼球因有无自主运动， 眼部肿瘤的位置也时刻处在变化之中， 而放射治 疗计划设计是根据某一时刻扫描的CT进行计划， 在这一时刻眼球和眼部肿瘤的位置都是固 定的， 这就造成在实际的治疗过程中， 眼部肿瘤的位置可能偏离计划的位置。 因此， 如何在 肿瘤放射治疗的过程中重新确定肿瘤的位置， 并对放射治疗计划做相应的调整， 对于眼部 肿瘤的放射治疗精度至关重要。 发明内容 0004 本发明针对上述问题， 提供一种眼部肿瘤自适应放射治疗时放疗仪器的精准控制 方法。 0005。
13、 本发明所采取的技术方案如下： 一种眼部肿瘤自适应放射治疗时加速器的门控方 法， 包括以下步骤： （1） 对眼部进行CT扫描， 同时用OCT对眼球的运动情况进行连续采集， 获取眼球运动在 一定时间段内引起的位移参数， 并通过OCT与CT图像配准获取眼部肿瘤位置， 并且采集眼动 引起的EOG信号 （眼动电图， electrooculogram, EOG） ； （2） 分别采用幅度阈值法和微分法对采集的EOG信号进行识别并与OCT采集的眼球运动 方式进行联动归一协调， 通过时间加权分析， 以位移参数纵为坐标， 以时间为横坐标， 获得 在一定时间段内获得眼部肿瘤较规律的运动频率信号图， 并在运动频率。
14、信号曲线上设定位 置偏差允许阈值； （3） 当加速器控制系统运行时， 用多通道生理信号采集系统获取眼球运动的EOG信号 图， 对过信号处理获得得眼部肿瘤的实时位置信号图； （4） 将步骤二得到的运动频率信号图与步骤三得到的实时位置信号图进行比较， 判断 肿瘤位置与设定的偏差允许阈值的关系， 再将判断结果生成一个反馈信号传回加速器控制 系统， 如果该位置误差大于设定的允许误差值， 则给出加速器控制系统终止信号， 暂停出 束， 等下一个实时位置回到计划范围内时， 再恢复加速器控制系统开始运行。 0006 其中， 步骤一中， 用OCT对眼球的运动情况进行连续采集， 获取眼球运动在一定时 间段内引起的。
15、位移参数， 并通过OCT与CT图像配准获取眼部肿瘤位置的具体过程如下： （1） 通过OCT获取眼前段组织图像， 采用基于动态规划的最短路径优化算法自动提取， 说明书 1/5 页 4 CN 107875526 A 4 该眼前段组织包括角膜、 虹膜、 巩膜、 瞳孔、 晶状体； （2） 图像校准： 基于斯涅尔定律通过三维空间的矢量光线追迹的方法矫正三维 SD-OCT 图像的变形， 还原全眼各屈光界面真实的物理尺寸； （3） 眼前节三维重构： 根据步骤二获取的矫正后界面信息， 依次确定角膜前表面边界、 角膜后表面边界、 瞳孔、 晶状体前表面边界、 晶状体后表面边界， 将提取的上述边界界面根 据瞳孔位置。
16、进行优化配准， 图像配准后建立基于OCT成像模态的眼前节三维模型； （4） 获取眼球运动前后位移参数： 根据上述步骤三中建立的三维模型， 以初始时刻的图 像为基准， 采用图像配准算法， 获取眼球运动引起的位移参数， 位移参数采用包含平移和旋 转的六维坐标系来表示； （5） 构建三维眼球模型： 根据CT图像数据和CT图像中的肿瘤位置构建三维眼球模型； （6） 将获取的基于OCT成像模态的眼前节三维模型与基于CT图像的三维眼球模型进行 配比， 配准后建立眼前节特征结构与眼内肿瘤部位的坐标关系， 获取眼部肿瘤位置。 0007 一种眼部肿瘤自适应放射治疗时多叶光栅自动跟踪的控制方法， 包括以下步骤： 。
17、（1） 对眼部进行CT扫描， 同时用OCT对眼球的运动情况进行连续采集， 获取眼球运动在 一定时间段内引起的位移参数， 并通过OCT与CT图像配准获取眼部肿瘤位置， 并且采集眼动 引起的EOG信号； （2） 编写MATLAB程序， 分别采用幅度阈值法和微分法对采集的EOG信号进行识别并与 OCT采集的眼球运动方式进行联动归一协调， 通过时间加权分析， 以位移参数纵为坐标， 以 时间为横坐标， 获得在一定时间段内获得眼部肿瘤较规律的运动频率信号图， 并在运动频 率信号曲线上设定位置偏差允许阈值； （3） 根据CT定位图像通过计划系统设计肿瘤放射治疗计划， 形成放射治疗所需要的多 叶光栅位置； （。
18、4） 编写新的辅助多叶光栅运动排序程序， 把靶区的单向运动和形变的先验知识耦合 到叶片运动轨迹方向中， 将眼部肿瘤的运动频率图同步到多叶光栅的排序算法中， 通过限 制最大叶片速度和根据实时靶区信息变化的叶片速度来补偿靶区运动和形变进行优化； （5） 当加速器控制系统运行时， 用多通道生理信号采集系统获取眼球运动的EOG信号 图， 对过信号处理获得得眼部肿瘤的实时位置信号图； （6） 将获得的实时肿瘤位置图， 生成一个反馈信号传回加速器控制系统， 根据反馈的信 号， 通过编程改变多叶光栅叶片的运动速度， 自动对前端叶片和跟踪叶片进行信号同步， 快 速形成新的肿瘤位置情况下的多叶多栅位置。 000。
19、8 其中， 步骤一中， 用OCT对眼球的运动情况进行连续采集， 获取眼球运动在一定时 间段内引起的位移参数， 并通过OCT与CT图像配准获取眼部肿瘤位置的具体过程如下： （1） 通过OCT获取眼前段组织图像， 采用基于动态规划的最短路径优化算法自动提取， 该眼前段组织包括角膜、 虹膜、 巩膜、 瞳孔、 晶状体； （2） 图像校准： 基于斯涅尔定律通过三维空间的矢量光线追迹的方法矫正三维 SD-OCT 图像的变形， 还原全眼各屈光界面真实的物理尺寸； （3） 眼前节三维重构： 根据步骤二获取的矫正后界面信息， 依次确定角膜前表面边界、 角膜后表面边界、 瞳孔、 晶状体前表面边界、 晶状体后表面边。
20、界， 将提取的上述边界界面根 据瞳孔位置进行优化配准， 图像配准后建立基于OCT成像模态的眼前节三维模型； 说明书 2/5 页 5 CN 107875526 A 5 （4） 获取眼球运动前后位移参数： 根据上述步骤三中建立的三维模型， 以初始时刻的图 像为基准， 采用图像配准算法， 获取眼球运动引起的位移参数， 位移参数采用包含平移和旋 转的六维坐标系来表示； （5） 构建三维眼球模型： 根据CT图像数据和CT图像中的肿瘤位置构建三维眼球模型； （6） 将获取的基于OCT成像模态的眼前节三维模型与基于CT图像的三维眼球模型进行 配比， 配准后建立眼前节特征结构与眼内肿瘤部位的坐标关系， 获取眼。
21、部肿瘤位置。 0009 正常情况下， 人眼的前后极存在电势差， 角膜为正极， 网膜为负极， 人的眼球就你 一颗电池一样镶嵌在眼窝里。 当眼球转运的时候， 靠近角膜的一侧呈高电位， 靠近网膜的一 侧呈低电位， 而且该电位可以被贴在眼眶周围的皮肤电极所记录。 这种被记录到的因眼球 转运而引起的电改变就称为眼动电图， electrooculogram, EOG。 采集眼动引起的EOG信号 时， 在眼部肿瘤患者患侧眼部的左右， 上下2个导联方向上贴检测电极。 左右导联贴在眼的 近内眦和外眦皮肤上， 两电极与平视时的眼球尽量在一条直线上； 上下导联分别在上、 下眼 眶这上、 下， 上电极在眉毛之上， 下。
22、电极与下眼眶的距离与上电极与上眼眶的距离等距， 上、 下电极与平视是的眼球尽量在一条直线上； 前额正中贴地电极。 0010 本发明的有益效果如下： 1、 通过本发明可以实现放射治疗眼部肿瘤时加速器的门控， 当眼部肿瘤的位置偏离计 划的位置时， 停止加速器的运行， 防止放疗射线对正常的眼部细胞产生损伤， 当眼部肿瘤的 位置回到计划的位置时， 恢复加速器的运行， 实现对眼部肿瘤的精准放射治疗； 2、 通过本发明可以实现眼部肿瘤自适应放射治疗时多叶光栅自动跟踪， 使多叶光栅可 以根据实时眼部肿瘤的位置进行实时跟踪调整位置， 实现对眼部肿瘤的精准放射治疗； 3、 根据本发明所公开的方法可以设计眼部肿瘤。
23、的门控治疗系统和多叶光栅自动跟踪 系统， 用于眼部肿瘤的精确定位放射治疗， 有良好的社会效益和经济效益， 减少放射治疗并 发症， 提高患者的生活质量。 具体实施方式 0011 下面结合具体实施例， 可以更好地说明本发明。 0012 一种眼部肿瘤自适应放射治疗时加速器的门控方法， 包括以下步骤： （1） 对眼部进行CT扫描， 同时用OCT对眼球的运动情况进行连续采集， 获取眼球运动在 一定时间段内引起的位移参数， 并通过OCT与CT图像配准获取眼部肿瘤位置， 并且采集眼动 引起的EOG信号； （2） 分别采用幅度阈值法和微分法对采集的EOG信号进行识别并与OCT采集的眼球运动 方式进行联动归一协。
24、调， 通过时间加权分析， 以位移参数纵为坐标， 以时间为横坐标， 获得 在一定时间段内获得眼部肿瘤较规律的运动频率信号图， 并在运动频率信号曲线上设定位 置偏差允许阈值； （3） 当加速器控制系统运行时， 用多通道生理信号采集系统获取眼球运动的EOG信号 图， 对过信号处理获得得眼部肿瘤的实时位置信号图； （4） 将步骤二得到的运动频率信号图与步骤三得到的实时位置信号图进行比较， 判断 肿瘤位置与设定的偏差允许阈值的关系， 再将判断结果生成一个反馈信号传回加速器控制 系统， 如果该位置误差大于设定的允许误差值， 则给出加速器控制系统终止信号， 暂停出 说明书 3/5 页 6 CN 107875。
25、526 A 6 束， 等下一个实时位置回到计划范围内时， 再恢复加速器控制系统开始运行。 0013 其中， 步骤一中， 用OCT对眼球的运动情况进行连续采集， 获取眼球运动在一定时 间段内引起的位移参数， 并通过OCT与CT图像配准获取眼部肿瘤位置的具体过程如下： （1） 通过OCT获取眼前段组织图像， 采用基于动态规划的最短路径优化算法自动提取， 该眼前段组织包括角膜、 虹膜、 巩膜、 瞳孔、 晶状体； （2） 图像校准： 基于斯涅尔定律通过三维空间的矢量光线追迹的方法矫正三维 SD-OCT 图像的变形， 还原全眼各屈光界面真实的物理尺寸； （3） 眼前节三维重构： 根据步骤二获取的矫正后界。
26、面信息， 依次确定角膜前表面边界、 角膜后表面边界、 瞳孔、 晶状体前表面边界、 晶状体后表面边界， 将提取的上述边界界面根 据瞳孔位置进行优化配准， 图像配准后建立基于OCT成像模态的眼前节三维模型； （4） 获取眼球运动前后位移参数： 根据上述步骤三中建立的三维模型， 以初始时刻的图 像为基准， 采用图像配准算法， 获取眼球运动引起的位移参数， 位移参数采用包含平移和旋 转的六维坐标系来表示； （5） 构建三维眼球模型： 根据CT图像数据和CT图像中的肿瘤位置构建三维眼球模型； （6） 将获取的基于OCT成像模态的眼前节三维模型与基于CT图像的三维眼球模型进行 配比， 配准后建立眼前节特征。
27、结构与眼内肿瘤部位的坐标关系， 获取眼部肿瘤位置。 0014 一种眼部肿瘤自适应放射治疗时多叶光栅自动跟踪控制方法， 包括以下步骤： （1） 对眼部进行CT扫描， 同时用OCT对眼球的运动情况进行连续采集， 获取眼球运动在 一定时间段内引起的位移参数， 并通过OCT与CT图像配准获取眼部肿瘤位置， 并且采集眼动 引起的EOG信号； （2） 编写MATLAB程序， 分别采用幅度阈值法和微分法对采集的EOG信号进行识别并与 OCT采集的眼球运动方式进行联动归一协调， 通过时间加权分析， 以位移参数纵为坐标， 以 时间为横坐标， 获得在一定时间段内获得眼部肿瘤较规律的运动频率信号图， 并在运动频 率。
28、信号曲线上设定位置偏差允许阈值； （3） 根据CT定位图像通过计划系统设计肿瘤放射治疗计划， 形成放射治疗所需要的多 叶光栅位置； （4） 编写新的辅助多叶光栅运动排序程序， 把靶区的单向运动和形变的先验知识耦合 到叶片运动轨迹方向中， 将眼部肿瘤的运动频率图同步到多叶光栅的排序算法中， 通过限 制最大叶片速度和根据实时靶区信息变化的叶片速度来补偿靶区运动和形变进行优化， 可 实现实时地对靶区运动和形变进行补偿。 主要是先用它的主叶片到达这个位置， 最后用它 的尾随叶片覆盖它。 其他的叶片通过应用的最大通量按顺序依次排列。 二维补偿通过将实 时的靶区信息集成到跟踪系统中， 通过动态序列发生器来。
29、自动完成照射野的匹配。 不断分 析靶区信息， 实际的叶片位置， 它们的速度和其他外部参数， 动态算法计算所需的叶片位置 以补偿靶区体积的变化； （5） 当加速器控制系统运行时， 用多通道生理信号采集系统获取眼球运动的EOG信号 图， 对过信号处理获得得眼部肿瘤的实时位置信号图； （6） 将获得的实时肿瘤位置图， 生成一个反馈信号传回加速器控制系统， 根据反馈的信 号， 通过编程改变多叶光栅叶片的运动速度， 自动对前端叶片和跟踪叶片进行信号同步， 快 速形成新的肿瘤位置情况下的多叶多栅位置。 说明书 4/5 页 7 CN 107875526 A 7 0015 其中， 步骤一中， 用OCT对眼球的。
30、运动情况进行连续采集， 获取眼球运动在一定时 间段内引起的位移参数， 并通过OCT与CT图像配准获取眼部肿瘤位置的具体过程如下： （1） 通过OCT获取眼前段组织图像， 采用基于动态规划的最短路径优化算法自动提取， 该眼前段组织包括角膜、 虹膜、 巩膜、 瞳孔、 晶状体； （2） 图像校准： 基于斯涅尔定律通过三维空间的矢量光线追迹的方法矫正三维 SD-OCT 图像的变形， 还原全眼各屈光界面真实的物理尺寸； （3） 眼前节三维重构： 根据步骤二获取的矫正后界面信息， 依次确定角膜前表面边界、 角膜后表面边界、 瞳孔、 晶状体前表面边界、 晶状体后表面边界， 将提取的上述边界界面根 据瞳孔位置。
31、进行优化配准， 图像配准后建立基于OCT成像模态的眼前节三维模型； （4） 获取眼球运动前后位移参数： 根据上述步骤三中建立的三维模型， 以初始时刻的图 像为基准， 采用图像配准算法， 获取眼球运动引起的位移参数， 位移参数采用包含平移和旋 转的六维坐标系来表示； （5） 构建三维眼球模型： 根据CT图像数据和CT图像中的肿瘤位置构建三维眼球模型； （6） 将获取的基于OCT成像模态的眼前节三维模型与基于CT图像的三维眼球模型进行 配比， 配准后建立眼前节特征结构与眼内肿瘤部位的坐标关系， 获取眼部肿瘤位置。 0016 正常情况下， 人眼的前后极存在电势差， 角膜为正极， 网膜为负极， 人的眼。
32、球就你 一颗电池一样镶嵌在眼窝里。 当眼球转运的时候， 靠近角膜的一侧呈高电位， 靠近网膜的一 侧呈低电位， 而且该电位可以被贴在眼眶周围的皮肤电极所记录。 这种被记录到的因眼球 转运而引起的电改变就称为眼动电图， electrooculogram, EOG。 采集眼动引起的EOG信号 时， 在眼部肿瘤患者患侧眼部的左右， 上下2个导联方向上贴检测电极。 左右导联贴在眼的 近内眦和外眦皮肤上， 两电极与平视时的眼球尽量在一条直线上； 上下导联分别在上、 下眼 眶这上、 下， 上电极在眉毛之上， 下电极与下眼眶的距离与上电极与上眼眶的距离等距， 上、 下电极与平视是的眼球尽量在一条直线上； 前额正中贴地电极。 0017 以上所述仅为本发明的一种实施例， 并非用来限制本发明的保护范围； 本发明的 保护范围由权利要求书中的权利要求限定， 并且凡是依发明所作的等效变化与修改， 都在 本发明专利的保护范围之内。 说明书 5/5 页 8 CN 107875526 A 8 。